楊洋洋，楊磊，王躍，李凱

?

髖關(guān)節(jié)翻修中不同假體柄長(zhǎng)對(duì)股骨的力學(xué)影響

楊洋洋1*，楊磊2，王躍2，李凱1

（1.四川大學(xué) 制造科學(xué)與工程學(xué)院，四川 成都 610065；2.四川省人民醫(yī)院 骨科，四川 成都 610072）

針對(duì)髖關(guān)節(jié)翻修中使用的股骨柄長(zhǎng)度進(jìn)行再設(shè)計(jì)，從橫向和縱向兩個(gè)角度探討不同柄種、不同柄長(zhǎng)的人工假體在術(shù)后的力學(xué)表現(xiàn)。利用CT影像數(shù)據(jù)重建髖關(guān)節(jié)模型，在專(zhuān)業(yè)醫(yī)師指導(dǎo)下完成模擬手術(shù)裝配。隨后，借助有限元的分析方法，在計(jì)算機(jī)中仿真模擬手術(shù)結(jié)果。最后對(duì)計(jì)算結(jié)果進(jìn)行評(píng)價(jià)分析，一方面為髖關(guān)節(jié)翻修的假體選擇提供幫助；另一方面從工程力學(xué)的角度對(duì)人工假體的設(shè)計(jì)方向提出相應(yīng)的建議和指導(dǎo)。

髖關(guān)節(jié)翻修；股骨柄長(zhǎng)度；生物力學(xué)

全髖關(guān)節(jié)置換術(shù)（Total Hip Replacement，THR）仍是目前骨性關(guān)節(jié)病及骨質(zhì)疏松的主要治療手段[1]。作為人體最大、最穩(wěn)定的關(guān)節(jié)之一，髖關(guān)節(jié)的受力分析一直備受醫(yī)學(xué)界關(guān)注[2]。隨著近些年來(lái)醫(yī)—工結(jié)合新興學(xué)科的迅猛發(fā)展，借助計(jì)算機(jī)建模、仿真對(duì)正常髖關(guān)節(jié)、初次THR的力學(xué)分析[3]都如雨后春筍，但是針對(duì)于髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)（Revision of Total Hip Arthroplasty，RTHA）中股骨骨缺損力學(xué)模型分析鮮為少見(jiàn)。針對(duì)于臨床上少數(shù)但卻十分常見(jiàn)的病患模型，本文圍繞骨缺損的類(lèi)型利用有限元分析的思想對(duì)其進(jìn)行力學(xué)分析。因?yàn)楸┧峁撬喙潭ü晒羌袤w容易產(chǎn)生骨水泥老化、碎裂及形成磨損顆粒等問(wèn)題，從而造成了無(wú)菌松動(dòng)導(dǎo)致關(guān)節(jié)重建失敗[4]，所以本研究中首選非骨水泥的生物固定型假體[5]，最具有代表性的即為涂層柱形柄和帶脊錐形柄[6-7]。

現(xiàn)代骨科醫(yī)學(xué)逐漸意識(shí)到保留截骨量可以規(guī)避諸多問(wèn)題[8]。股骨柄的長(zhǎng)短決定了股骨髓腔的掏空程度，在THR手術(shù)中，骨科醫(yī)生已經(jīng)盡量使用短柄股骨假體[9]。與之對(duì)應(yīng)的是，在RTHA手術(shù)中股骨柄的選擇常為190～220 mm的中遠(yuǎn)端固定柄，其作為一個(gè)經(jīng)驗(yàn)化的柄長(zhǎng)被長(zhǎng)期運(yùn)用在全髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)中，但是目前尚無(wú)有力的力學(xué)分析結(jié)果證明其尺寸的必要性。本文針對(duì)選取的志愿者股骨的解剖數(shù)據(jù)，模擬髖關(guān)節(jié)翻修中股骨缺損的情況，設(shè)計(jì)一系列梯度變化的股骨柄長(zhǎng)度，采用有限元分析的思想進(jìn)行力學(xué)分析，為RTHA中股骨缺損的臨床應(yīng)用、假體設(shè)計(jì)提供力學(xué)分析支持。

1 骨缺損類(lèi)型設(shè)計(jì)和股骨柄長(zhǎng)的選擇

數(shù)據(jù)顯示2000年美國(guó)就曾進(jìn)行了183000例THA，其中將近17%是RTHA達(dá)31000例左右，2005年美國(guó)髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)數(shù)量為40800臺(tái)，預(yù)計(jì)到2030年將增至驚人的96700臺(tái)[10-11]。由于初次髖關(guān)節(jié)置換術(shù)影響，在髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)中不管是髖臼還是股骨都伴隨著不同程度的骨缺損，如何對(duì)其進(jìn)行歸納分類(lèi)是進(jìn)行系統(tǒng)性治療的前提。國(guó)際上比較認(rèn)可的是美國(guó)骨科醫(yī)師學(xué)會(huì)（AAOS）的股骨缺損分型、Mallory分型、Paprosky分型[12]等，這里采取的是Parprosky骨缺損分型，它是臨床最常用且對(duì)手術(shù)操作有重要指導(dǎo)意義的分型方法之一[13]。

分析文獻(xiàn)[14-17]，并根據(jù)Paprosky分型確定了RTHA中常見(jiàn)的ⅡA、ⅡB、ⅡC、ⅢA四種股骨缺損類(lèi)型如圖1所示，ⅡA型位于小粗隆尖水平，ⅡB、ⅡC位于小粗隆尖下20 mm，ⅢA位于小粗隆尖下50 mm。在預(yù)實(shí)驗(yàn)的過(guò)程中，發(fā)現(xiàn)ⅡA、ⅡB兩組模型的有限元云圖大致相同，不具有明顯的區(qū)別分析價(jià)值，故此處只?、駻型骨缺損分析；此外ⅢA型骨缺損不能滿(mǎn)足柄與原生骨交接超過(guò)5 cm以上的條件，故排除。最后選定了ⅡA、ⅡC兩組骨缺損模型進(jìn)行有限元數(shù)據(jù)分析。

圖2 Wagner SL 14號(hào)（左）和Echelon 15號(hào)（右）

選取健康男性志愿者，25歲，體重60 kg，身高173 cm，X線檢查排除股骨畸形、外傷等疾病。將股骨CT影像數(shù)據(jù)以DICOM格式導(dǎo)入Mimics 17.0軟件中，利用不同組織密度的灰度值差異，分離、重建出股骨皮質(zhì)骨和松質(zhì)骨的三維模型，并以工程文件的格式（STEP203）導(dǎo)入到工程軟件Solidworks 2015中，在Solidworks中測(cè)量其股骨長(zhǎng)、骨髓腔大小等。在骨科醫(yī)生指導(dǎo)下選取正常翻修中適配的股骨柄假體，即Wagner SL鈦合金帶脊錐形股骨柄14號(hào)和Echelon鈷鉻合金廣泛涂層柱形柄15號(hào)如圖2所示，柄的標(biāo)準(zhǔn)長(zhǎng)度均為190 mm。根據(jù)志愿者的生理解剖結(jié)構(gòu)，其在初次髖關(guān)節(jié)置換中可以選用短柄假體長(zhǎng)度約為150 mm，且加長(zhǎng)柄的長(zhǎng)度一般為230 mm，在此之間的柄長(zhǎng)在臨床上比較空白。據(jù)此，設(shè)計(jì)額外的柄長(zhǎng)分別為190±20 mm、190±40 mm四個(gè)長(zhǎng)度。

2 邊界條件

2.1 載荷大小和方向

在進(jìn)行力的分解之前，擬合股骨頭為一規(guī)則的圓球如圖2（a）所示，以突出顯示股骨頭位置、方便力的分解和計(jì)算。文獻(xiàn)[18]給出人在慢步行走時(shí)髖關(guān)節(jié)的受力和靜力狀態(tài)相當(dāng)，每個(gè)髖關(guān)節(jié)交替承受體重2.5倍左右的力。但是在慢跑（3.5 m/s）狀態(tài)下，髖關(guān)節(jié)承受的力除了來(lái)自自身體重以外還有慣性力，大概是體重的5.0～6.0倍，針對(duì)于觀察的人群為髖關(guān)節(jié)翻修患者，這里取關(guān)節(jié)受力為體重的倍數(shù)＝5.0。

圖2 建立坐標(biāo)系和股骨頭受力方向

本文患者的＝60.0 kg，計(jì)算得：

分解力滿(mǎn)足：

式中：F1為沿軸方向的力，N；F1為沿軸方向的力，N；F1為沿軸方向的力，N。

聯(lián)合式（2）～式（4），求得：

外展肌分解力為：

2.2 約束條件

兩種股骨柄均為非骨水泥固定型柄，Wagner SL采用楔形原理進(jìn)行壓配，Echelon則利用表面140 mm長(zhǎng)的微孔涂層進(jìn)行摩擦固定，如圖2所示。二者在臨床中都能獲得很好的固定性，這里統(tǒng)一以綁定接觸（bonded contact）模擬宿主骨長(zhǎng)入翻修股骨假體表面的狀態(tài)[19]。由于主要觀察區(qū)在股骨段上，所以對(duì)股骨遠(yuǎn)端即膝關(guān)節(jié)近端部位進(jìn)行固定約束（fixed support），約束節(jié)點(diǎn)沒(méi)有位移和轉(zhuǎn)動(dòng)，在各個(gè)方向上的自由度為零[20]。

3 有限元分析

3.1 模型處理

這里設(shè)計(jì)了三種骨質(zhì)狀態(tài)（未缺損、ⅡA型缺損、ⅡC型缺損）、兩種柄種、五種柄長(zhǎng)的30組模型，如表1所示。

表1 有限元模型組

○：柱形柄 △：脊錐柄

骨科手術(shù)受力分析的要點(diǎn)在于如何盡可能的還原實(shí)況。CT源文件包容細(xì)節(jié)更豐富，本實(shí)驗(yàn)創(chuàng)新式地利用不同密度骨組織灰度值不同的特性分離出松質(zhì)骨和皮質(zhì)骨。雖然松質(zhì)骨在材料屬性上遠(yuǎn)低于皮質(zhì)骨，并不能分擔(dān)承受很大的力，但在實(shí)際中它起到了襯墊的作用將假體柄上的力進(jìn)行均勻分配，其卻在大多數(shù)類(lèi)似實(shí)驗(yàn)中被忽略。由于不能完全模擬真實(shí)的骨缺損情況，在這里對(duì)分型中應(yīng)該缺損區(qū)域進(jìn)行松質(zhì)骨的屬性賦值處理，材料屬性見(jiàn)表2。

表2 模型材料屬性

3.2 股骨柄裝配

在髖關(guān)節(jié)重建過(guò)程中有一個(gè)重要的指標(biāo)[21]就是要恢復(fù)下肢的長(zhǎng)度，所以在裝配的時(shí)候要注意假體股骨頭要保持和原生股骨頭的高度一致，如圖3所示。此外，裝配中需要控制股骨柄準(zhǔn)確地插入到髓腔內(nèi)，為此，借助“近似擬合”的思想對(duì)提取得的松質(zhì)骨進(jìn)行外圓周擬合，如圖3中髓腔中部所示，得到一系列空間圓，最后用空間B樣條曲線將圓心遞次串聯(lián)，得到了用于固定股骨柄遠(yuǎn)端的空間曲線如圖3中擬合曲線所示。

圖3 裝配效果圖

3.3 有限元云圖展示

由于模型太過(guò)繁多，在此選擇具有代表性的展示，分別如圖4～圖7所示，圖7中三個(gè)截面位置分別代表了柄近端面、柄未接觸端面和柄遠(yuǎn)端面。

圖4 ⅡA型缺損股骨云圖

圖5 未缺損股骨云圖

圖6 ⅡC型缺損股骨云圖

4 結(jié)果分析

4.1 最大應(yīng)力

從顯示結(jié)果來(lái)看，無(wú)論是長(zhǎng)柄假體還是短柄假體都表現(xiàn)出了漸變的應(yīng)力云圖分布，并未出現(xiàn)嚴(yán)重的應(yīng)力突變現(xiàn)象，對(duì)其最大應(yīng)力的統(tǒng)計(jì)可以簡(jiǎn)略表達(dá)隨著柄長(zhǎng)的增加兩種柄的應(yīng)力變化趨勢(shì)。如圖8所示，數(shù)字①②③折線代表的是Echelon假體組股骨未缺損、ⅡA型缺損、ⅡC型缺損隨著柄長(zhǎng)的遞次變化最大應(yīng)力的變化，相應(yīng)地，字母abc折線代表了Wagner組。

圖7 ⅡA型缺損股骨等距離橫截面云圖

從折線圖上可以看出兩組假體的宿主骨最大應(yīng)力值都隨著柄長(zhǎng)的增加而呈現(xiàn)遞減的趨勢(shì)，并且與股骨缺損與否無(wú)關(guān)。Echelon組股骨應(yīng)力值在短柄假體上表現(xiàn)相對(duì)較小，應(yīng)力值下降的過(guò)程中在170～190 mm、210～230 mm階段出現(xiàn)了“滯留”狀況，并且隨著柄長(zhǎng)的增加應(yīng)力值反超對(duì)應(yīng)的Wagner組。Wagner組股骨最大應(yīng)力值在短柄階段略微較大，隨后連續(xù)遞減，表現(xiàn)穩(wěn)定。

4.2 應(yīng)力變化曲線

從圖5～圖7的云圖展示可以看出，Wagner組云圖表現(xiàn)更為均勻，Echelon組在股骨近端變化較為劇烈。為此，對(duì)兩組ⅡC型骨缺損從缺損面等距離向股骨遠(yuǎn)端應(yīng)力值做了統(tǒng)計(jì)，如圖9所示。從圖中可以看出，Echelon組在距離缺損面50～100 mm左右的時(shí)候有一個(gè)明顯的突變過(guò)程，可以推斷其位置在涂層止點(diǎn)附近。隨著柄長(zhǎng)的增加，Echelon組應(yīng)力分布整體上有對(duì)應(yīng)的輕微減少，但不太明顯。Wagner組的應(yīng)力變化更為均勻，在短柄上的應(yīng)力值較Echelon組大，隨著柄長(zhǎng)的增加下降明顯，190mm附近為一個(gè)臨界值域。更為可貴的是在股骨遠(yuǎn)端Wagner組的股骨應(yīng)力值有下

圖8 不同柄長(zhǎng)下股骨最大應(yīng)力變化圖

圖9 ⅡC型骨缺損下不同柄長(zhǎng)的股骨應(yīng)力變化圖

4.3 同骨內(nèi)外側(cè)應(yīng)力差

“應(yīng)力遮擋”效應(yīng)是髖關(guān)節(jié)置換中最為棘手的問(wèn)題之一，卻又不可避免[20]。應(yīng)力遮擋會(huì)影響原生骨組織的重建，出現(xiàn)骨質(zhì)酥松、骨質(zhì)纖維化、無(wú)菌松動(dòng)等一系列問(wèn)題。簡(jiǎn)單觀察可以看出股骨內(nèi)外側(cè)存在肉眼可見(jiàn)的應(yīng)力差，這一指標(biāo)可以較為直觀的表現(xiàn)應(yīng)力遮擋的程度。圖10展示的是ⅡA型骨缺損同水平面上內(nèi)－外應(yīng)力差值（內(nèi)側(cè)值減去外側(cè)值）的變化情況。

Echelon組的應(yīng)力差在整體上較大且變化劇烈，在距離骨缺損面50 mm左右的時(shí)候有一個(gè)小峰值，在股骨峽部（峽部：股骨髓腔開(kāi)始收縮狹窄的部分，大致在股骨干中段附近）開(kāi)始位置附近。尤為突出的是，在股骨近端Echelon組應(yīng)力差值較大。Wagner組的股骨應(yīng)力差值在骨缺損附近就表現(xiàn)較低，隨著距離骨缺損面距離的增加應(yīng)力差值緩慢均勻增加，統(tǒng)一表現(xiàn)為在股骨遠(yuǎn)端有所收斂。

5 結(jié)論與展望

5.1 臨床選取假體的指導(dǎo)意義

（1）假體柄長(zhǎng)的選擇。

從未缺損和ⅡA型骨缺損兩組有限元結(jié)果來(lái)看，短柄假體（小于190 mm）在最大應(yīng)力和應(yīng)力差值分析中都和長(zhǎng)柄假體相差無(wú)幾。究其原因，可以發(fā)現(xiàn)這兩組其骨質(zhì)狀況和初次髖關(guān)節(jié)置換相當(dāng)，股骨近端原生骨能夠提供較好的支撐。這一結(jié)果也間接驗(yàn)證了在THR中使用假體應(yīng)以短柄為主的原因所在，在保證良好穩(wěn)定性的情況下一方面可以降低手術(shù)創(chuàng)傷，另一方面可以保留更多的原生骨為以后的翻修提供基礎(chǔ)。在骨缺損較為嚴(yán)重的ⅡC組，長(zhǎng)柄假體（大于190 mm）在應(yīng)力大小和應(yīng)力差值上都表現(xiàn)更好。更為突出的是Wagner長(zhǎng)柄假體在應(yīng)力控制方面遠(yuǎn)優(yōu)于Echelon假體組，更小的應(yīng)力集中可以降低術(shù)后患者的疼痛感[13]。因此，隨著骨缺損程度的增加，應(yīng)酌情增加股骨柄的長(zhǎng)度。

（2）柄種的選擇。

從圖7的橫截面云圖分布可以看出，對(duì)于中長(zhǎng)型股骨柄Echelon柱形柄組股骨在遠(yuǎn)端與Wagner組相近，但在近端表現(xiàn)出更嚴(yán)重的應(yīng)力集中，這是催生應(yīng)力遮擋的最直接的原因。所以在骨缺損較為嚴(yán)重的病患中應(yīng)選用與Wagner脊錐型柄類(lèi)似的假體，以獲得更好的初期穩(wěn)定性。兩種短柄假體在未缺損和ⅡA型骨缺損中能在股骨近端激發(fā)更大的應(yīng)力，根據(jù)Wolff定律（Wolff定律指出當(dāng)骨承受的實(shí)際應(yīng)力大于最佳應(yīng)力時(shí)以骨形成為主，實(shí)際應(yīng)力小于最佳應(yīng)力時(shí)以骨吸收為主且骨量丟失。）更大的應(yīng)力有助于促使骨組織的重建，所以此種病況下，二者的使用差異性不大。

5.2 人工假體的設(shè)計(jì)展望

（1）材料的改進(jìn)方向。

股骨應(yīng)力集中產(chǎn)生的最直接的原因是假體的材料，由于合金金屬如鈦合金、鈷鉻合金良好的生物相容性、優(yōu)秀的化學(xué)穩(wěn)定性、極高的可塑性，被廣泛應(yīng)用到人工假體上來(lái)。但金屬較高的彈性模量，使得假體的剛度較人骨大出一個(gè)量級(jí)以上，不可避免地帶來(lái)了應(yīng)力集中和應(yīng)力遮蔽現(xiàn)象。如何降低合金假體材料的彈性模量或者找到更合適的高分子材料是材料改進(jìn)的重點(diǎn)。例如鈦鈮系列二元合金在固溶狀態(tài)下均具有較低的彈性?？傻椭?8 GPa左右，高分子材料中PEEK在脊柱種植設(shè)計(jì)領(lǐng)域已有很大的應(yīng)用，被廣泛接受為脊柱社區(qū)金屬生物材料的替代物，對(duì)于成熟的領(lǐng)域，如關(guān)節(jié)置換和骨折內(nèi)固定物都有待發(fā)展[22]。

（2）結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)的優(yōu)化。

就目前的情況來(lái)看，在接下來(lái)的相當(dāng)長(zhǎng)的一段時(shí)間內(nèi)，人工假體的材料仍將以合金為主[1]。為降低應(yīng)力集中的產(chǎn)生，一方面可以增大原生骨與假體的接觸面積，如設(shè)計(jì)更為貼合亞洲人骨髓腔的生物性股骨柄；另一方面可以著手減少假體的剛度，如從降低假體有效果橫截面積出發(fā)設(shè)計(jì)多孔股骨柄。尤其是后者，不但能夠降低人工假體的剛度，含有微孔結(jié)構(gòu)的假體還能為骨組織細(xì)胞的長(zhǎng)入提供支架環(huán)境，從而徹底改善股骨柄假體的中遠(yuǎn)期穩(wěn)定性問(wèn)題。

[1]羅先正，邱貴興. 人工髖關(guān)節(jié)學(xué)[M]. 北京：中國(guó)協(xié)和醫(yī)科大學(xué)出版社，2003.

[2]胡迎春，趙舒婷，侯軍燕，等. 人工髖關(guān)節(jié)穩(wěn)定性影響因素的敏度分析[J]. 機(jī)械工程學(xué)報(bào)，2015，51（9）：45-50.

[3]Stolk J，Verdonschot N，Cristofolini L，et al. Finite element and experimental models of cemented hip joint reconstructions can produce similar bone and cement strains in pre-clinical tests[J]. Journal of Biomechanics，2002，35（4）：499-510.

[4]魏均強(qiáng)，蔡谞，王巖，等. 人工關(guān)節(jié)無(wú)菌性松動(dòng)的發(fā)生和防治[J]. 中國(guó)修復(fù)重建外科雜志，2010（3）：296-300.

[5]翁繩健，李煒明，詹洋，等. 人工髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)的臨床分析（附32例報(bào)告）[J]. 中國(guó)骨與關(guān)節(jié)損傷雜志，2013，28（12）：1163-1164. [6]Kimura H，KaneujiA. Revision total hip arthroplasty by nonmodular short and long cementles. J Orthop Sci.，2008（13）：335-340.

[7]GrunerA，HellerKD. Revision hip arthroplasty of the hip joint.Revision of the femur: which implant is indicated when? Orthopade，2009（38）：667-680.

[8]錢(qián)本文. 保留股骨頸的人工髖關(guān)節(jié)置換術(shù)[J]. 中華創(chuàng)傷骨科雜志，2007，9（9）：805-807.

[9]王英振，陳曉亮，陳伯華，等. 人工髖關(guān)節(jié)置換術(shù)后翻修病例分析[J]. 中華骨科雜志，2001，21（12）：738-740.

[10]吳文堅(jiān)，楊慶銘. 全髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)中股骨骨缺損的處理和假體的選擇[J]. 中華關(guān)節(jié)外科雜志（電子版），2009，3（5）：67-69.

[11]裴福興，康鵬德，石小軍. 全髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)的相關(guān)問(wèn)題[J]. 中華關(guān)節(jié)外科雜志（電子版），2013，7（5）：1-2.

[12]周申元，張先龍. Paprosky型髖臼骨缺損翻修重建治療進(jìn)展[J]. 國(guó)際骨科學(xué)雜志，2014，35（3）：153-155.

[13]馬金忠，俞銀賢，朱力波，等. 生物固定C2型股骨柄對(duì)股骨近端應(yīng)力遮擋影響的臨床研究[J]. 中華關(guān)節(jié)外科雜志（電子版），2008，2（5）：23-25.

[15]崔志棟. 人工髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)中骨缺損的重建策略及療效分析[D]. 吉林大學(xué)，2015.

[16]李志丹，吳春輝，肖俊楓. 全髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)髖臼骨缺損的處理體會(huì)[J]. 中國(guó)骨與關(guān)節(jié)損傷雜志，2010，25（6）：521-522.

[17]張志強(qiáng)，王北岳，周利武，等. 全髖關(guān)節(jié)翻修術(shù)中髖臼骨缺損的處理方法[J]. 中國(guó)骨與關(guān)節(jié)損傷雜志，2014，29（6）：531-533.

[18]Paul J P. Stress and strain distribution within the intact femur: compression or bending? by Taylor et al[J]. Medical Engineering & Physics，1996，18（2）：122-131.

[19]Habiba B，Rad Z，Suraj S，et al. A biomechanical assessment of modular and monoblock revision hip implants using FE analysis and strain gage measurements[J]. Journal of Orthopaedic Surgery and Research，2010，5（1）：1-12.

[20]Hirata Y，Inaba Y，Kobayashi N，et al. Comparison of mechanical stress and change in bone mineral density between two types of femoral

[21]Banaszkiewicz P A. Traumatic Arthritis of the Hip After Dislocation and Acetabular Fractures: Treatment by Mold Arthroplasty: An End-Result Study Using a New Method of Result Evaluation[M]// Classic Papers in Orthopaedics. Springer London，2014：349-362.

[22]Kurtz S M ， Devine J N. PEEK Biomaterials in Trauma, Orthopedic, and Spinal Implants[J]. Biomaterials，2007，28（32）： 4845-4869.

Biomechanical Effect of Different Stem Length on Femur in Revision of Total Hip Arthroplasty

YANG Yangyang1，YANG Lei2，WANG Yue2，LI Kai1

(1.School of Manufacturing Science and Engineering, Sichuan University, Chengdu 610065, China; 2.Department of Orthopedics, Sichuan Provincial People's Hospital, Chengdu 610072, China )

The paper aims to redesign the length of femoral stems in revision of total hip arthroplasty. Joint prosthesis in different length and different types are tested to get the mechanical performance. After reconstructing the hip joint model with a CT image data, we assembly the stems and femur in a real simulated operation way under the guidance of the professional physician. The results of the models’ mechanical performance is obtained with finite element analysis method. This paper analyzes and evaluates the calculation results and offers guidance: on the one hand, it helps the doctor to choose the prosthesis; on the other hand, it gives engineers suggestions on the design of joint prosthesis from the perspective of biomechanics.

revision of total hip arthroplasty；the length of the femoral stems；biomechanics

TB124

A

10.3969/j.issn.1006-0316.2018.06.003

1006－0316 (2018) 06－0020－08

2018－01－30

國(guó)家重點(diǎn)研發(fā)計(jì)劃（2016YFC1100600）；國(guó)家自然科學(xué)基金（61540006）

*通訊作者：楊洋洋（1991－），男，河南駐馬店人，碩士研究生，主要研究方向?yàn)槿斯ぜ袤w的力學(xué)分析和設(shè)計(jì)。楊磊（1992－），男，四川遂寧人，碩士研究生，主要研究方向?yàn)槿斯りP(guān)節(jié)置換術(shù)；王躍（1958－）男，重慶人，主任醫(yī)師、教授，主要研究方向?yàn)橄リP(guān)節(jié)、髖關(guān)節(jié)各種疾病的診治和關(guān)節(jié)置換手術(shù)；李凱（1992－），男，河南鄭州人，碩士研究生，主要研究方向?yàn)槭中g(shù)導(dǎo)板人工智能化設(shè)計(jì)。